JPH0663160A - 生体の生理的な機能パラメータを求める方法および装置 - Google Patents
生体の生理的な機能パラメータを求める方法および装置Info
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- JPH0663160A JPH0663160A JP5137486A JP13748693A JPH0663160A JP H0663160 A JPH0663160 A JP H0663160A JP 5137486 A JP5137486 A JP 5137486A JP 13748693 A JP13748693 A JP 13748693A JP H0663160 A JPH0663160 A JP H0663160A
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- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
- A61N1/36521—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure the parameter being derived from measurement of an electrical impedance
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 生理的な機能パラメータに依存して変化する
測定信号において、別のパラメータＸに由来する信号成
分を測定信号Ａから取り除く。 【構成】 別のパラメータのその都度そのときの周波数
に反比例する周期持続時間を連続的に求め、求められた
周期持続時間にわたって測定信号の平均値Ｍ１−Ｍ１３
を連続的に形成する。
測定信号において、別のパラメータＸに由来する信号成
分を測定信号Ａから取り除く。 【構成】 別のパラメータのその都度そのときの周波数
に反比例する周期持続時間を連続的に求め、求められた
周期持続時間にわたって測定信号の平均値Ｍ１−Ｍ１３
を連続的に形成する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、測定装置を用いて、機
能パラメータに依存して変化する測定信号を検出しかつ
該測定信号に同様に影響を及ぼしかつ特徴的な周波数を
有する、別のパラメータの信号成分をフィルタリングに
よって前記測定信号から取り除く、生体の生理的な機能
パラメータを求める方法に関する。本発明は更に、生体
の生理的な機能パラメータを求める装置に関する。
能パラメータに依存して変化する測定信号を検出しかつ
該測定信号に同様に影響を及ぼしかつ特徴的な周波数を
有する、別のパラメータの信号成分をフィルタリングに
よって前記測定信号から取り除く、生体の生理的な機能
パラメータを求める方法に関する。本発明は更に、生体
の生理的な機能パラメータを求める装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】この形式の、米国特許出願公開第４７０
２２５３号公報から公知の方法は、患者の呼吸機能を検
出するために用いられる。このために、患者の心臓の領
域に配置されている電極およびこの電極に接続されてい
る測定装置を用いて、患者の呼吸にも、また心機能にも
依存して変化する血液インピーダンスが測定される。こ
の公知の方法では、測定信号は標本化装置において１０
０Ｈｚの標本化周波数によって標本化されかつそれから
フィルタ装置に供給され、そこで呼吸に相応している低
周波の、０．０５Ｈｚないし１Ｈｚの領域にある信号成
分が測定信号から取り出される。取り出された低周波の
信号成分から、引き続いて毎分当たるの呼吸量が測定さ
れかつペースメーカの周波数制御のために用いられる。
この公知の方法では、呼吸に相応している低周波の信号
成分の取り出しは、固定の遮断周波数を有する帯域フィ
ルタを用いて行われる。しかしその際に、患者の身体的
な負荷または情緒的な気分に応じて、呼吸頻度が約０．
０９Ｈｚないし１．１Ｈｚの周波数領域にわたって変化
することがありかつ心拍数は約０．９Ｈｚないし２．５
Ｈｚの領域において変化する。即ち２つの周波数領域は
オーバラップしているので、毎分の呼吸量を測定するた
めに用いられる信号成分は、呼吸のみならず、殊に低周
波の心拍数では心機能にも依存している。
２２５３号公報から公知の方法は、患者の呼吸機能を検
出するために用いられる。このために、患者の心臓の領
域に配置されている電極およびこの電極に接続されてい
る測定装置を用いて、患者の呼吸にも、また心機能にも
依存して変化する血液インピーダンスが測定される。こ
の公知の方法では、測定信号は標本化装置において１０
０Ｈｚの標本化周波数によって標本化されかつそれから
フィルタ装置に供給され、そこで呼吸に相応している低
周波の、０．０５Ｈｚないし１Ｈｚの領域にある信号成
分が測定信号から取り出される。取り出された低周波の
信号成分から、引き続いて毎分当たるの呼吸量が測定さ
れかつペースメーカの周波数制御のために用いられる。
この公知の方法では、呼吸に相応している低周波の信号
成分の取り出しは、固定の遮断周波数を有する帯域フィ
ルタを用いて行われる。しかしその際に、患者の身体的
な負荷または情緒的な気分に応じて、呼吸頻度が約０．
０９Ｈｚないし１．１Ｈｚの周波数領域にわたって変化
することがありかつ心拍数は約０．９Ｈｚないし２．５
Ｈｚの領域において変化する。即ち２つの周波数領域は
オーバラップしているので、毎分の呼吸量を測定するた
めに用いられる信号成分は、呼吸のみならず、殊に低周
波の心拍数では心機能にも依存している。
【０００３】
【発明の課題】本発明の課題は、求めるべき機能パラメ
ータ並びに別のパラメータにも依存して変化する測定信
号において、別のパラメータの信号成分を、この別のパ
ラメータの周波数が変化するときにも、測定信号から効
果的に取り除くことである。
ータ並びに別のパラメータにも依存して変化する測定信
号において、別のパラメータの信号成分を、この別のパ
ラメータの周波数が変化するときにも、測定信号から効
果的に取り除くことである。
【０００４】
【発明の構成】本発明によれば、この課題は、冒頭に述
べた形式の方法において、前記別のパラメータのその都
度そのときの周波数に反比例する周期持続時間を連続的
に求めかつ前記別のパラメータに基づいている信号成分
を前記測定信号から取り除くために、前記別のパラメー
タの周期持続時間にわたって前記測定信号の平均値を連
続的に形成することによって、解決される。このように
形成された平均値は、その時間的な経過において、測定
信号のノッチフィルタリングに相応し、その際このフィ
ルタリングによって抑圧された周波数領域は連続的に、
抑圧すべき信号成分のそのときの信号に整合している。
このようにして、例えば交流電源網によって誘起される
５０／６０Ｈｚの障害信号を心電図から取り除くするこ
とができる。
べた形式の方法において、前記別のパラメータのその都
度そのときの周波数に反比例する周期持続時間を連続的
に求めかつ前記別のパラメータに基づいている信号成分
を前記測定信号から取り除くために、前記別のパラメー
タの周期持続時間にわたって前記測定信号の平均値を連
続的に形成することによって、解決される。このように
形成された平均値は、その時間的な経過において、測定
信号のノッチフィルタリングに相応し、その際このフィ
ルタリングによって抑圧された周波数領域は連続的に、
抑圧すべき信号成分のそのときの信号に整合している。
このようにして、例えば交流電源網によって誘起される
５０／６０Ｈｚの障害信号を心電図から取り除くするこ
とができる。
【０００５】別のパラメータが、個々の、特徴的な周波
数によって繰り返す現象から成る場合に、有利にもこれ
らの現象は検出され、その際別のパラメータのその都度
そのときの周期持続時間は、最後に検出された２つの現
象の間の時間間隔から求められる。この種の現象は例え
ば、本発明の方法による人体におけるインピーダンス測
定の際に、このインピーダンス測定によって患者の呼吸
機能を測定しようとするとき、インピーダンス測定信号
から取り除くことができる心拍、腕の運動、圧力信号で
ある。
数によって繰り返す現象から成る場合に、有利にもこれ
らの現象は検出され、その際別のパラメータのその都度
そのときの周期持続時間は、最後に検出された２つの現
象の間の時間間隔から求められる。この種の現象は例え
ば、本発明の方法による人体におけるインピーダンス測
定の際に、このインピーダンス測定によって患者の呼吸
機能を測定しようとするとき、インピーダンス測定信号
から取り除くことができる心拍、腕の運動、圧力信号で
ある。
【０００６】現象は有利には、測定装置とは別個の検出
機装置を用いて検出することができる。即ち例えば、既
述のインピーダンス測定に関連して、例えばＱＲＳ検出
器のような心拍検出器によって心拍を検出しまたは動き
センサによって腕の運動を検出することができる。これ
とは選択的に、測定信号から、現象に相応している信号
成分を取り除くことができかつ現象の検出のために評価
することができる。このようなフィルタリングは、簡単
な手段によって行うことが出来る。というのは、現象の
みをこのようなものとして検出すべきであり、一方現象
に結び付いている信号成分を測定信号から取り除くこと
は、本発明の方法によれば平均値形成によって行われる
からである。
機装置を用いて検出することができる。即ち例えば、既
述のインピーダンス測定に関連して、例えばＱＲＳ検出
器のような心拍検出器によって心拍を検出しまたは動き
センサによって腕の運動を検出することができる。これ
とは選択的に、測定信号から、現象に相応している信号
成分を取り除くことができかつ現象の検出のために評価
することができる。このようなフィルタリングは、簡単
な手段によって行うことが出来る。というのは、現象の
みをこのようなものとして検出すべきであり、一方現象
に結び付いている信号成分を測定信号から取り除くこと
は、本発明の方法によれば平均値形成によって行われる
からである。
【０００７】平均値形成は有利には、測定信号を、前以
て決められた標本化周波数によって標本化しかつ平均値
を、別のパラメータに対して求められた周期持続時間の
期間に検出された標本値の和の、その数に対する比から
形成することによって簡単化される。これにより、標本
化周波数を求められた周期持続時間に依存して、標本値
の数がこの周期持続時間に関して一定に維持されるよう
に、変化することもできる。
て決められた標本化周波数によって標本化しかつ平均値
を、別のパラメータに対して求められた周期持続時間の
期間に検出された標本値の和の、その数に対する比から
形成することによって簡単化される。これにより、標本
化周波数を求められた周期持続時間に依存して、標本値
の数がこの周期持続時間に関して一定に維持されるよう
に、変化することもできる。
【０００８】２つの連続する現象の間の間隔が変化した
場合、標本平均値を形成するために用いられる標本値の
数が跳躍的に変化することを妨げるために、本発明の方
法の実施例によれば、現象の検出後、該現象と先行する
現象との間において検出された標本値の数を新たに求め
かつ後続の標本時点に対して、平均値の形成のためにそ
の都度用いられる標本値の数を、該検出の前に有効な値
から出発して段階的に、新たに求められた値に整合す
る。
場合、標本平均値を形成するために用いられる標本値の
数が跳躍的に変化することを妨げるために、本発明の方
法の実施例によれば、現象の検出後、該現象と先行する
現象との間において検出された標本値の数を新たに求め
かつ後続の標本時点に対して、平均値の形成のためにそ
の都度用いられる標本値の数を、該検出の前に有効な値
から出発して段階的に、新たに求められた値に整合す
る。
【０００９】標本平均値の形成のために必要な計算コス
トは有利には、次のようにして最小値に抑えられる。即
ちそれぞれの標本時点において計数器の計数状態をイン
クリメントし、かつ現象の検出後のその都度最初の標本
時点において計数状態を指標レジスタに転送しかつ引き
続いて前記計数状態を零にリセットし、かつそれぞれの
標本時点においてその都度そのときの標本値をシフトレ
ジスタに読み込み、該シフトレジスタの記憶内容をその
都度１つの記憶場所だけシフト方向にシフトし、かつそ
れぞれの標本時点に対して計算ユニットにおいて平均値
を、前記シフト方向に見て第１の記憶場所から指標レジ
スタの内容によって指示される記憶場所までの記憶内容
の和の、前記指標レジスタの内容に対する比から求め
る。
トは有利には、次のようにして最小値に抑えられる。即
ちそれぞれの標本時点において計数器の計数状態をイン
クリメントし、かつ現象の検出後のその都度最初の標本
時点において計数状態を指標レジスタに転送しかつ引き
続いて前記計数状態を零にリセットし、かつそれぞれの
標本時点においてその都度そのときの標本値をシフトレ
ジスタに読み込み、該シフトレジスタの記憶内容をその
都度１つの記憶場所だけシフト方向にシフトし、かつそ
れぞれの標本時点に対して計算ユニットにおいて平均値
を、前記シフト方向に見て第１の記憶場所から指標レジ
スタの内容によって指示される記憶場所までの記憶内容
の和の、前記指標レジスタの内容に対する比から求め
る。
【００１０】その際現象の発生後に、平均値の形成のた
めに用いられる標本値の数の生じ得る跳躍的な変化は、
次のようにして回避される。即ち、現象の検出後のその
都度最初の標本時点において、計数状態を一時記憶しか
つ指標レジスタの内容と比較しかつ前記指標レジスタの
内容を後続の標本時点において段階的に、前記一時記憶
された計数状態に整合する。
めに用いられる標本値の数の生じ得る跳躍的な変化は、
次のようにして回避される。即ち、現象の検出後のその
都度最初の標本時点において、計数状態を一時記憶しか
つ指標レジスタの内容と比較しかつ前記指標レジスタの
内容を後続の標本時点において段階的に、前記一時記憶
された計数状態に整合する。
【００１１】シフトレジスタの記憶場所の数は、標本化
周波数の、予測される最も低い現象頻度（例えば心拍
数）に対する比によって決定され、その結果現象頻度が
極めて低い場合にも、シフトレジスタの記憶容量は標本
値を形成するために十分である。
周波数の、予測される最も低い現象頻度（例えば心拍
数）に対する比によって決定され、その結果現象頻度が
極めて低い場合にも、シフトレジスタの記憶容量は標本
値を形成するために十分である。
【００１２】上述の課題の装置に関する部分は、次のよ
うにして解決される。即ち、呼吸に依存して並びに心機
能に依存して変化する測定信号を形成するために心臓の
領域にある測定装置と、該測定装置に接続されている、
該測定装置から到来する測定信号を前以て決められた標
本化周波数によって標本化するための標本化装置と、該
標本化装置に後置接続されている、呼吸に相応する低周
波の信号成分を前記測定信号から取り除くためのフィル
タ装置とを備えている、生体の生理的な機能パラメータ
を求める装置において、該装置は、心拍検出器を有して
おり、かつ前記フィルタ装置は、前記標本値が順次読み
込まれるシフトレジスタを含んでおり、かつ該シフトレ
ジスタに、該シフトレジスタの記憶場所の記憶内容に選
択的にアクセスする計算ユニットが接続されており、か
つ前記心拍検出器は、計数器のリセット入力側に接続さ
れており、前記計数器の計数入力側には標本化周波数が
供給され、かつ前記計数器の出力側に、制御入力側を介
して前記心拍検出器に接続されておりかつ心拍の発生の
際に前記計数器の計数状態を引き受ける指標レジスタが
接続されており、かつ前記計算ユニットは、前記指標レ
ジスタの出力側に接続されておりかつそれぞれの標本時
点において、前記シフトレジスタのシフト方向に見て第
１の記憶場所から前記指標レジスタの内容によって指示
される記憶場所までの記憶内容の和の、前記指標レジス
タの内容に対する比から形成される平均値を発生する。
うにして解決される。即ち、呼吸に依存して並びに心機
能に依存して変化する測定信号を形成するために心臓の
領域にある測定装置と、該測定装置に接続されている、
該測定装置から到来する測定信号を前以て決められた標
本化周波数によって標本化するための標本化装置と、該
標本化装置に後置接続されている、呼吸に相応する低周
波の信号成分を前記測定信号から取り除くためのフィル
タ装置とを備えている、生体の生理的な機能パラメータ
を求める装置において、該装置は、心拍検出器を有して
おり、かつ前記フィルタ装置は、前記標本値が順次読み
込まれるシフトレジスタを含んでおり、かつ該シフトレ
ジスタに、該シフトレジスタの記憶場所の記憶内容に選
択的にアクセスする計算ユニットが接続されており、か
つ前記心拍検出器は、計数器のリセット入力側に接続さ
れており、前記計数器の計数入力側には標本化周波数が
供給され、かつ前記計数器の出力側に、制御入力側を介
して前記心拍検出器に接続されておりかつ心拍の発生の
際に前記計数器の計数状態を引き受ける指標レジスタが
接続されており、かつ前記計算ユニットは、前記指標レ
ジスタの出力側に接続されておりかつそれぞれの標本時
点において、前記シフトレジスタのシフト方向に見て第
１の記憶場所から前記指標レジスタの内容によって指示
される記憶場所までの記憶内容の和の、前記指標レジス
タの内容に対する比から形成される平均値を発生する。
【００１３】本発明の装置は有利には、それぞれの標本
時点において求められる平均値がペースメーカ周波数を
制御するために用いられるペースメーカの構成部分であ
る。
時点において求められる平均値がペースメーカ周波数を
制御するために用いられるペースメーカの構成部分であ
る。
【００１４】
【実施例】次に本発明を図示の実施例につき図面を用い
て詳細に説明する。
て詳細に説明する。
【００１５】図１には、呼吸に依存して変化する、更に
心機能にも依存している測定信号を形成するための測定
装置を有している周波数制御ペースメーカのブロック図
が示されている。ペースメーカから電極１が患者の心臓
２に導かれている。電極１は制御可能なスイッチ３を介
して刺激パルス発生器５の出力端子４に接続されてい
る。刺激パルス発生器の第２の出力端子６は、ペースメ
ーカのここには図示されていないケーシングに接続され
ている。心拍検出器７の第１入力端子８は刺激パルス発
生器５の出力端子４に接続されており、第２入力端子９
もペースメーカのケーシングに接続されている。刺激パ
ルス発生器５および心拍検出器７は両方とも、ペースメ
ーカ制御部１０に接続されている。制御部は、刺激され
たまたは検出された自然の心拍の後その都度、基本時間
間隔をスタートしかつ自然の心拍が心拍検出器７によっ
て検出されないままにこの基本時間間隔が経過終了した
とき、刺激パルス発生器５による刺激パルスの送出をト
リガする。
心機能にも依存している測定信号を形成するための測定
装置を有している周波数制御ペースメーカのブロック図
が示されている。ペースメーカから電極１が患者の心臓
２に導かれている。電極１は制御可能なスイッチ３を介
して刺激パルス発生器５の出力端子４に接続されてい
る。刺激パルス発生器の第２の出力端子６は、ペースメ
ーカのここには図示されていないケーシングに接続され
ている。心拍検出器７の第１入力端子８は刺激パルス発
生器５の出力端子４に接続されており、第２入力端子９
もペースメーカのケーシングに接続されている。刺激パ
ルス発生器５および心拍検出器７は両方とも、ペースメ
ーカ制御部１０に接続されている。制御部は、刺激され
たまたは検出された自然の心拍の後その都度、基本時間
間隔をスタートしかつ自然の心拍が心拍検出器７によっ
て検出されないままにこの基本時間間隔が経過終了した
とき、刺激パルス発生器５による刺激パルスの送出をト
リガする。
【００１６】電極１およびペースメーカのケーシングに
よって形成される基準電位接続端子に更に、別のスイッ
チ１１を介して、電極１と図示されていないペースメー
カのケーシングとの間の生体組織のインピーダンスを測
定するための測定装置１２が接続されている。その際測
定されたインピーダンスは、患者の呼吸並びに患者の心
機能にも依存している。スイッチ３および１１を用い
て、刺激パルス発生器５は心拍検出器７および測定装置
１２とは相互に別個に電極１に切り換えられるので、こ
れらは干渉し合わない。測定装置１２のアナログ測定信
号は、出力線１３を介してフィルタ装置１４に供給され
る。このフィルタ装置において、呼吸に相応する低周波
の信号成分が測定信号から取り出されかつ制御線１５を
介してペースメーカ制御部１０に供給される。このペー
スメーカ制御部において、患者の呼吸に依存して基本時
間間隔が変化される。図１に示されている実施例では、
心臓２の刺激、心拍の検出およびインピーダンス測定は
それぞれ、電極１とペースメーカのケーシングとの間で
行われる。更に、多極の電極系を設けかつ刺激、検出お
よび測定を、多極の電極系の個別電極間で行うことも勿
論可能である。更に、ペースメーカ制御部１０において
基本時間間隔を、呼吸に依存する制御に対して付加的
に、高周波の、心機能に相応している、測定信号の信号
成分にも依存して制御することができる。インピーダン
スに代わって、例えば圧力および貫流量のような、心臓
の別の生理的な機能パラメータを用いることもできる。
よって形成される基準電位接続端子に更に、別のスイッ
チ１１を介して、電極１と図示されていないペースメー
カのケーシングとの間の生体組織のインピーダンスを測
定するための測定装置１２が接続されている。その際測
定されたインピーダンスは、患者の呼吸並びに患者の心
機能にも依存している。スイッチ３および１１を用い
て、刺激パルス発生器５は心拍検出器７および測定装置
１２とは相互に別個に電極１に切り換えられるので、こ
れらは干渉し合わない。測定装置１２のアナログ測定信
号は、出力線１３を介してフィルタ装置１４に供給され
る。このフィルタ装置において、呼吸に相応する低周波
の信号成分が測定信号から取り出されかつ制御線１５を
介してペースメーカ制御部１０に供給される。このペー
スメーカ制御部において、患者の呼吸に依存して基本時
間間隔が変化される。図１に示されている実施例では、
心臓２の刺激、心拍の検出およびインピーダンス測定は
それぞれ、電極１とペースメーカのケーシングとの間で
行われる。更に、多極の電極系を設けかつ刺激、検出お
よび測定を、多極の電極系の個別電極間で行うことも勿
論可能である。更に、ペースメーカ制御部１０において
基本時間間隔を、呼吸に依存する制御に対して付加的
に、高周波の、心機能に相応している、測定信号の信号
成分にも依存して制御することができる。インピーダン
スに代わって、例えば圧力および貫流量のような、心臓
の別の生理的な機能パラメータを用いることもできる。
【００１７】図１に示されているように、フィルタ装置
１４は、制御線１６を介してペースメーカ制御部１０に
接続されている。この制御部は、刺激パルス発生器５が
心拍を刺激するかまたは心拍検出器７によって自然の心
拍が検出されたとき、いつでも制御線１６に制御信号を
発生する。しかし、個々の心拍現象を測定装置１２の測
定信号から高域フィルタリングによって取り除くことも
できる。
１４は、制御線１６を介してペースメーカ制御部１０に
接続されている。この制御部は、刺激パルス発生器５が
心拍を刺激するかまたは心拍検出器７によって自然の心
拍が検出されたとき、いつでも制御線１６に制御信号を
発生する。しかし、個々の心拍現象を測定装置１２の測
定信号から高域フィルタリングによって取り除くことも
できる。
【００１８】図２には、呼吸に相応する低周波の信号成
分を測定信号から取り除くフィルタ装置１４の詳細がブ
ロック図にて示されている。アナログ測定信号は出力線
１３を介して低域フィルタまたは帯域フィルタ１７、か
つそこから標本化装置１８に達する。標本化装置におい
て、測定信号はクロック発生器１９によって発生されか
つクロック線２０を介してこの標本化装置１８に供給さ
れる、例えば１０Ｈｚの前以て決められた標本化周波数
によって標本化される。アナログ標本値は、標本化装置
１８に後置接続されているＡＤ変換器２１において相応
のデジタル値に変換されかつデータ信号線２２を介して
標本化周波数のタイミングにおいてシフトレジスタ２３
に読み込まれ、その際標本値が新たに読み込まれる毎
に、シフトレジスタ２３の記憶場所２４の記憶内容が矢
印２５の方向において１つの記憶場所だけシフトされ
る。シフトレジスタ２３の記憶場所２４の数は、標本化
周波数対予測される最も低い心拍数の比から生じ、従っ
て１０Ｈｚの標本化周波数および３０拍の最小の心拍数
では毎秒“２０”となる。個々の記憶場所２４は、出力
線２６を介して計算ユニット２７に接続されており、こ
の計算ユニットは、標本化周波数のタイミングにおいて
選択的に、記憶場所２４の記憶内容にアクセスしかつこ
うして得られた標本値から計算によって、以下に詳しく
説明するように、制御線１５に平均値を取り出す。
分を測定信号から取り除くフィルタ装置１４の詳細がブ
ロック図にて示されている。アナログ測定信号は出力線
１３を介して低域フィルタまたは帯域フィルタ１７、か
つそこから標本化装置１８に達する。標本化装置におい
て、測定信号はクロック発生器１９によって発生されか
つクロック線２０を介してこの標本化装置１８に供給さ
れる、例えば１０Ｈｚの前以て決められた標本化周波数
によって標本化される。アナログ標本値は、標本化装置
１８に後置接続されているＡＤ変換器２１において相応
のデジタル値に変換されかつデータ信号線２２を介して
標本化周波数のタイミングにおいてシフトレジスタ２３
に読み込まれ、その際標本値が新たに読み込まれる毎
に、シフトレジスタ２３の記憶場所２４の記憶内容が矢
印２５の方向において１つの記憶場所だけシフトされ
る。シフトレジスタ２３の記憶場所２４の数は、標本化
周波数対予測される最も低い心拍数の比から生じ、従っ
て１０Ｈｚの標本化周波数および３０拍の最小の心拍数
では毎秒“２０”となる。個々の記憶場所２４は、出力
線２６を介して計算ユニット２７に接続されており、こ
の計算ユニットは、標本化周波数のタイミングにおいて
選択的に、記憶場所２４の記憶内容にアクセスしかつこ
うして得られた標本値から計算によって、以下に詳しく
説明するように、制御線１５に平均値を取り出す。
【００１９】クロック信号線２０は、計数器２９の計数
入力側２８に接続されており、この計数器の計数状態
は、標本化周波数のタイミングにおいて、即ち標本時点
においてその都度インクリメントされる。制御線１６
は、Ｄフリップ・フロップ３０のトリガ入力側Ｄに接続
されており、クロック発生器１９はそのクロック入力側
に接続されている。このＤフリップ・フロップは、後置
接続されている別のＤフリップ・フロップ３１および第
１のＤフリップ・フリップ３０の非反転出力側Ｑおよび
第２のＤフリップ・フロップ３１の反転出力側Ｑに接続
されているＡＮＤ素子３２とともに、同期単安定マルチ
バイブレータを形成する。
入力側２８に接続されており、この計数器の計数状態
は、標本化周波数のタイミングにおいて、即ち標本時点
においてその都度インクリメントされる。制御線１６
は、Ｄフリップ・フロップ３０のトリガ入力側Ｄに接続
されており、クロック発生器１９はそのクロック入力側
に接続されている。このＤフリップ・フロップは、後置
接続されている別のＤフリップ・フロップ３１および第
１のＤフリップ・フリップ３０の非反転出力側Ｑおよび
第２のＤフリップ・フロップ３１の反転出力側Ｑに接続
されているＡＮＤ素子３２とともに、同期単安定マルチ
バイブレータを形成する。
【００２０】ＡＮＤ素子３２の出力側は、遅延素子３３
を介して計数器２９のリセット入力側３４に接続されて
いる。計数器２９の出力側３５は、指標レジスタ３７の
入力側３６に接続されている。指標レジスタは、ＡＮＤ
素子３２の出力側に接続されている制御入力側３８を有
しかつその出力側３９は計算ユニット２７の制御入力側
４０に接続されている。
を介して計数器２９のリセット入力側３４に接続されて
いる。計数器２９の出力側３５は、指標レジスタ３７の
入力側３６に接続されている。指標レジスタは、ＡＮＤ
素子３２の出力側に接続されている制御入力側３８を有
しかつその出力側３９は計算ユニット２７の制御入力側
４０に接続されている。
【００２１】図３には、図２に示されていたフィルタ装
置の信号経過が示されている。図３からわかるように、
ペースメーカ制御部１０によって制御線１６に、刺激さ
れたまたは検出された心拍Ｘの発生の後、制御信号４１
が発生される。この制御信号の長さは、クロック発生器
１９の標本時点クロックＴによって前以て決められる、
２つの標本時点間の間隔より、少なくとも僅かに大き
い。同期単安定マルチバイブレータ３０，３１，ＡＮＤ
素子３２は、心拍Ｘの発生後の最初の標本時点において
ＡＮＤ素子３２の出力側に、遅くとも後続の標本時点に
よって終了する信号４２を発生する。即ち信号４２はそ
の前縁によって、心拍Ｘ後のその都度最初の標本時点を
マーキングする。制御信号４１の持続時間の間に、別の
心拍Ｘが発生したとしても、このことは単安定マルチバ
イブレータ３０，３１，ＡＮＤ素子３２によって出力さ
れない。従って制御信号４１の持続時間は、インピーダ
ンス信号のフィルタリングに対する心拍の誤検出が回避
される不感時間に相応する。信号４２の発生によって、
計数器２９の計数状態は、この計数器２９が短い遅延の
後リセットされる前に、指標レジスタ３７に転送され
る。計数ユニット２７は、クロック信号線２０を介して
該計数ユニットに通報されるその都度の標本時点におい
て、制御線１５に平均値を発生する。この平均値は、シ
フト方向２５に見て第１の記憶場所２４から指標レジス
タ３７の内容によって指示れる記憶場所２４までの記憶
内容の和を指標レジスタ３７の内容によって割算したも
のから成る。
置の信号経過が示されている。図３からわかるように、
ペースメーカ制御部１０によって制御線１６に、刺激さ
れたまたは検出された心拍Ｘの発生の後、制御信号４１
が発生される。この制御信号の長さは、クロック発生器
１９の標本時点クロックＴによって前以て決められる、
２つの標本時点間の間隔より、少なくとも僅かに大き
い。同期単安定マルチバイブレータ３０，３１，ＡＮＤ
素子３２は、心拍Ｘの発生後の最初の標本時点において
ＡＮＤ素子３２の出力側に、遅くとも後続の標本時点に
よって終了する信号４２を発生する。即ち信号４２はそ
の前縁によって、心拍Ｘ後のその都度最初の標本時点を
マーキングする。制御信号４１の持続時間の間に、別の
心拍Ｘが発生したとしても、このことは単安定マルチバ
イブレータ３０，３１，ＡＮＤ素子３２によって出力さ
れない。従って制御信号４１の持続時間は、インピーダ
ンス信号のフィルタリングに対する心拍の誤検出が回避
される不感時間に相応する。信号４２の発生によって、
計数器２９の計数状態は、この計数器２９が短い遅延の
後リセットされる前に、指標レジスタ３７に転送され
る。計数ユニット２７は、クロック信号線２０を介して
該計数ユニットに通報されるその都度の標本時点におい
て、制御線１５に平均値を発生する。この平均値は、シ
フト方向２５に見て第１の記憶場所２４から指標レジス
タ３７の内容によって指示れる記憶場所２４までの記憶
内容の和を指標レジスタ３７の内容によって割算したも
のから成る。
【００２２】次に、刺激されかつ検出された心拍に依存
してフィルタ装置の出力側に標本化平均値を形成するた
めに用いられる測定信号の標本値が示されている図４を
参照して、フィルタ装置１４の機能を説明する。図４の
１番上の行には、刺激されたまたは検出された心拍Ｘの
発生が時間ｔに依存して示されている。その下の行に
は、データ信号線２２に発生するような標本値Ａが図示
されている。標本値Ａは勿論、患者の心機能および呼吸
機能に依存して変化しかつここでは簡単にする理由から
のみそれぞれの同じ長さの線分によって示されている。
連続する心拍Ｘの、２つの連続する標本時点間の間隔に
関連した間隔の図示の状態もここでは任意に選択されて
いる。
してフィルタ装置の出力側に標本化平均値を形成するた
めに用いられる測定信号の標本値が示されている図４を
参照して、フィルタ装置１４の機能を説明する。図４の
１番上の行には、刺激されたまたは検出された心拍Ｘの
発生が時間ｔに依存して示されている。その下の行に
は、データ信号線２２に発生するような標本値Ａが図示
されている。標本値Ａは勿論、患者の心機能および呼吸
機能に依存して変化しかつここでは簡単にする理由から
のみそれぞれの同じ長さの線分によって示されている。
連続する心拍Ｘの、２つの連続する標本時点間の間隔に
関連した間隔の図示の状態もここでは任意に選択されて
いる。
【００２３】第１の心拍Ｘ１の発生後の第１の標本時点
において、計数器２９の計数状態は零にリセットされか
つそのときの標本値Ａ１はシフトレジスタ２３に読み込
まれる。後続の標本時点のそれぞれにおいてその都度新
しい標本値Ａ２ないしＡ５がシフトレジスタ２３に読み
込まれかつその都度計数状態がインクリメントされる。
次の心拍Ｘ２の後の最初の標本時点において、標本値Ａ
６が読み込まれかつ計数器は計数状態“５”にインクリ
メントされる。それから計数状態“５”は指標レジスタ
３７に転送されかつ計数器２９は零にリセットされる。
計算ユニット２７において、記憶場所２４の記憶内容
が、シフト方向２５に見て第１の記憶場所から始まっ
て、指標レジスタ３７の内容によって指示される第５の
記憶場所まで加算され、その結果Ｓ＝Ａ６＋Ａ５＋Ａ４
＋Ａ３＋Ａ２が得られる。和Ｓは、指標レジスタ３７の
内容で割算され、その結果制御線１５に平均値Ｍ１＝
（Ａ６＋Ａ５＋Ａ４＋Ａ３＋Ａ２）／５が現れる。図４
には、平均値Ｍ１の形成の際に考慮される標本値Ａ２な
いしＡ６を含んでいる平均値Ｍ１が太めのバーによって
示されている。次の標本時点では、新しい平均値Ｍ２
が、新しく加わる標本値Ａ７とその前の標本値Ａ６ない
しＡ３の和を指標レジスタ３７の内容“５”で割算した
ものから形成される。同時に、計数器２９の計数状態は
インクリメントされる。同様にして、引き続くそれぞれ
の標本時点に対してその都度、新しい標本値が形成され
る。第３の心拍Ｘ３の前の最後の標本時点に対して、相
応に平均値Ｍ７＝（Ａ１２＋Ａ１１＋Ａ１０＋Ａ９＋Ａ
８）／５が得られる。計数器２９の計数状態はこの時点
で“６”になる。第３の心拍Ｘ３後に最初に現れる次の
標本時点において、標本値Ａ１３はシフトレジスタ２３
に読み込まれ、計数器２９の計数状態は“７”にインク
リメントされかつ指標レジスタ３７に転送されかつ引き
続いて計数器２９は零にリセットされる。新しい平均値
Ｍ８として、第１の記憶場所から指標レジスタ３７の内
容によって表される第７の記憶場所までの記憶内容が加
算されかつ指標レジスタ３７における数７によって割算
され、その結果Ｍ８＝（Ａ１３＋Ａ１２＋Ａ１１＋Ａ１
０＋Ａ９＋Ａ８＋Ａ７）／７が生じる。相応の方法で、
次の平均値Ｍ９ないしＭ１３および後続のずべての平均
値が求められる。
において、計数器２９の計数状態は零にリセットされか
つそのときの標本値Ａ１はシフトレジスタ２３に読み込
まれる。後続の標本時点のそれぞれにおいてその都度新
しい標本値Ａ２ないしＡ５がシフトレジスタ２３に読み
込まれかつその都度計数状態がインクリメントされる。
次の心拍Ｘ２の後の最初の標本時点において、標本値Ａ
６が読み込まれかつ計数器は計数状態“５”にインクリ
メントされる。それから計数状態“５”は指標レジスタ
３７に転送されかつ計数器２９は零にリセットされる。
計算ユニット２７において、記憶場所２４の記憶内容
が、シフト方向２５に見て第１の記憶場所から始まっ
て、指標レジスタ３７の内容によって指示される第５の
記憶場所まで加算され、その結果Ｓ＝Ａ６＋Ａ５＋Ａ４
＋Ａ３＋Ａ２が得られる。和Ｓは、指標レジスタ３７の
内容で割算され、その結果制御線１５に平均値Ｍ１＝
（Ａ６＋Ａ５＋Ａ４＋Ａ３＋Ａ２）／５が現れる。図４
には、平均値Ｍ１の形成の際に考慮される標本値Ａ２な
いしＡ６を含んでいる平均値Ｍ１が太めのバーによって
示されている。次の標本時点では、新しい平均値Ｍ２
が、新しく加わる標本値Ａ７とその前の標本値Ａ６ない
しＡ３の和を指標レジスタ３７の内容“５”で割算した
ものから形成される。同時に、計数器２９の計数状態は
インクリメントされる。同様にして、引き続くそれぞれ
の標本時点に対してその都度、新しい標本値が形成され
る。第３の心拍Ｘ３の前の最後の標本時点に対して、相
応に平均値Ｍ７＝（Ａ１２＋Ａ１１＋Ａ１０＋Ａ９＋Ａ
８）／５が得られる。計数器２９の計数状態はこの時点
で“６”になる。第３の心拍Ｘ３後に最初に現れる次の
標本時点において、標本値Ａ１３はシフトレジスタ２３
に読み込まれ、計数器２９の計数状態は“７”にインク
リメントされかつ指標レジスタ３７に転送されかつ引き
続いて計数器２９は零にリセットされる。新しい平均値
Ｍ８として、第１の記憶場所から指標レジスタ３７の内
容によって表される第７の記憶場所までの記憶内容が加
算されかつ指標レジスタ３７における数７によって割算
され、その結果Ｍ８＝（Ａ１３＋Ａ１２＋Ａ１１＋Ａ１
０＋Ａ９＋Ａ８＋Ａ７）／７が生じる。相応の方法で、
次の平均値Ｍ９ないしＭ１３および後続のずべての平均
値が求められる。
【００２４】図４が平均値Ｍ８およびＭ１２において示
すように、それぞれに先行する平均値Ｍ７およびＭ１１
に関連して、平均値形成に対して考慮される標本値の数
の比較的大きい変化が生じることがある。このような急
激な変化は、考慮すべき標本値の数を、図４において破
線のバーＭ８′およびＭ１２′およびＭ１３′によって
示されているように、その都度先行する値から新しい値
に段階的に整合させることによって、回避することがで
きる。このことは、図２のブロック図の例において、指
標レジスタ３７から計算ユニット２７に転送される数値
を計算ユニット２７にその前に一時記憶された数値と比
較することによって行うことができる。差が２より小さ
ければ、新しい数値が計算ユニット２７にこれまでの数
値に代わって一時記憶される。これに対して差が２より
大きいかまたは２に等しければ、これまで一時記憶され
ていた数値は新しい数値の方向において１ステップまた
は前以て決められたステップ数だけ変化されかつそれか
ら一時記憶される。その都度一時記憶されている数値
は、和形成の際の標本値の数の決定および引き続く割算
のために使用される。このようにして、心拍の発生後の
それぞれの標本時点において平均値を求める際に考慮す
べき標本値の数は、指標レジスタ３７におけるその前の
値から指標レジスタ３７における新しい値に整合され
る。
すように、それぞれに先行する平均値Ｍ７およびＭ１１
に関連して、平均値形成に対して考慮される標本値の数
の比較的大きい変化が生じることがある。このような急
激な変化は、考慮すべき標本値の数を、図４において破
線のバーＭ８′およびＭ１２′およびＭ１３′によって
示されているように、その都度先行する値から新しい値
に段階的に整合させることによって、回避することがで
きる。このことは、図２のブロック図の例において、指
標レジスタ３７から計算ユニット２７に転送される数値
を計算ユニット２７にその前に一時記憶された数値と比
較することによって行うことができる。差が２より小さ
ければ、新しい数値が計算ユニット２７にこれまでの数
値に代わって一時記憶される。これに対して差が２より
大きいかまたは２に等しければ、これまで一時記憶され
ていた数値は新しい数値の方向において１ステップまた
は前以て決められたステップ数だけ変化されかつそれか
ら一時記憶される。その都度一時記憶されている数値
は、和形成の際の標本値の数の決定および引き続く割算
のために使用される。このようにして、心拍の発生後の
それぞれの標本時点において平均値を求める際に考慮す
べき標本値の数は、指標レジスタ３７におけるその前の
値から指標レジスタ３７における新しい値に整合され
る。
【図１】周波数制御されるペースメーカのブロック略図
である。
である。
【図２】図１のフィルタ装置のブロック回路図である。
【図３】図２のフィルタ装置における信号経過を示す線
図である。
図である。
【図４】心拍、標本値および平均値を示す線図である。
１ 電極、 ５ 刺激パルス発生器、 ７ 心拍検出
器、 １０ ペースメーカ制御部、 １２ 測定装置、
１４ フィルタ装置、 ２３ シフトレジスタ、 ２
４ 記憶場所、 ２７ 計算ユニット、 ３７ 指標レ
ジスタ
器、 １０ ペースメーカ制御部、 １２ 測定装置、
１４ フィルタ装置、 ２３ シフトレジスタ、 ２
４ 記憶場所、 ２７ 計算ユニット、 ３７ 指標レ
ジスタ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ケント−アーケ−スネ ニルソン スウェーデン国 アケルスベルガ トレル ハーヴスヴェーゲン 42
Claims (11)
- 【請求項１】 測定装置（１２）を用いて、機能パラメ
ータに依存して変化する測定信号を検出しかつ該測定信
号に同様に影響を及ぼしかつ特徴的な周波数を有する、
別のパラメータの信号成分をフィルタリングによって前
記測定信号から取り除く、生体の生理的な機能パラメー
タを求める方法において、 前記別のパラメータのその都度実際の周波数に反比例す
る周期持続時間を連続的に求めかつ前記別のパラメータ
に基づいている信号成分を前記測定信号から取り除くた
めに、前記別のパラメータの周期持続時間にわたって前
記測定信号の平均値（例えばＭ２）を連続的に形成する
ことを特徴とする生体の生理的な機能パラメータを求め
る方法。 - 【請求項２】 特徴的な周波数で繰り返す、個々の現象
（Ｘ）から成る別のパラメータにおいて、前記現象
（Ｘ）を検出しかつ前記別のパラメータのその都度その
ときの周期持続時間を、２つの最後に検出された現象
（例えばＸ２，Ｘ１）間の時間間隔から求める請求項１
記載の生体の生理的な機能パラメータを求める方法。 - 【請求項３】 現象（Ｘ）を、測定装置（１２）とは別
個の検出装置（７）を用いて検出する請求項２記載の生
体の生理的な機能パラメータを求める方法。 - 【請求項４】 測定信号から、現象（Ｘ）に相応してい
る信号成分を取り出しかつ前記現象（Ｘ）の検出のため
に評価する請求項２記載の生体の生理的な機能パラメー
タを求める方法。 - 【請求項５】 測定信号を、前以て決められた標本化周
波数によって標本化しかつ平均値（例えばＭ２）を、別
のパラメータに対して求められた周期持続時間の期間に
検出された標本値（Ａ７ないしＡ３）の和の、その標本
値数に対する比から形成する請求項１から４までのいず
れか１項記載の生体の生理的な機能パラメータを求める
方法。 - 【請求項６】 現象（例えばＸ３）の検出後、該現象
（Ｘ３）と先行する現象（Ｘ２）との間において検出さ
れた標本値（Ａ）の数を新たに求めかつ後続の標本時点
に対して、平均値（Ｍ８′，Ｍ９′）の形成のためにそ
の都度用いられる標本値の数を、該検出の前に有効な値
から出発して段階的に、新たに求められた値に整合する
請求項２から５までのいずれか１項記載の生体の生理的
な機能パラメータを求める方法。 - 【請求項７】 それぞれの標本時点において計数器（２
９）の計数状態をインクリメントし、かつ現象（Ｘ）の
検出後のその都度最初の標本時点において計数状態を指
標レジスタ（３７）に転送しかつ引き続いて前記計数状
態を零にリセットし、かつそれぞれの標本時点において
その都度そのときの標本値をシフトレジスタ（２３）に
読み込み、該シフトレジスタ（２３）の記憶内容をその
都度１つの記憶場所（２４）だけシフト方向（２５）に
シフトし、かつそれぞれの標本時点に対して計算ユニッ
ト（２７）において平均値を、前記シフト方向（２５）
に見て第１の記憶場所（２４）から指標レジスタ（３
７）の内容によって指示される記憶場所（２４）までの
記憶内容の和の、前記指標レジスタ（３７）の内容に対
する比から求める請求項２から５までのいずれか１項記
載の生体の生理的な機能パラメータを求める方法。 - 【請求項８】 現象（Ｘ）の検出後のその都度最初の標
本時点において、計数状態を一時記憶しかつ指標レジス
タ（３７）の内容と比較しかつ前記指標レジスタ（３
７）の内容を後続の標本時点において段階的に前記一時
記憶された計数状態に整合する請求項３記載の生体の生
理的な機能パラメータを求める方法。 - 【請求項９】 シフトレジスタ（２３）の記憶場所（２
４）の数を、標本化周波数の、予測される最も低い現象
頻度に対する比によって決定する請求項７または８記載
の生体の生理的な機能パラメータを求める方法。 - 【請求項１０】 呼吸に依存して並びに心機能に依存し
て変化する測定信号を形成するために心臓（２）の領域
にある測定装置（１２）と、該測定装置（１２）に接続
されている、該測定装置（１２）から到来する測定信号
を前以て決められた標本化周波数によって標本化するた
めの標本化装置（１８）と、該標本化装置（１８）に後
置接続されている、呼吸に相応する低周波の信号成分を
前記測定信号から取り除くためのフィルタ装置（１４）
とを備えている、生体の生理的な機能パラメータを求め
る装置において、 該装置は、心拍検出器（７）を有しており、かつ前記フ
ィルタ装置（１４）は、前記標本値が順次読み込まれる
シフトレジスタ（２３）を含んでおり、かつ該シフトレ
ジスタ（２３）に、該シフトレジスタ（２３）の記憶場
所（２４）の記憶内容に選択的にアクセスする計算ユニ
ット（２７）が接続されており、かつ前記心拍検出器
（７）は、計数器（２９）のリセット入力側（３４）に
接続されており、前記計数器の計数入力側（２８）には
標本化周波数が供給され、かつ前記計数器（２９）の出
力側（３５）に指標レジスタ（３７）が接続されてお
り、該指標レジスタは制御入力側（３８）を介して前記
心拍検出器（７）に接続されておりかつ心拍の発生の際
に前記計数器（２９）の計数状態を引き受け、かつ前記
計算ユニット（２７）は、前記指標レジスタ（３７）の
出力側（２９）に接続されておりかつそれぞれの標本時
点において、前記シフトレジスタ（２３）のシフト方向
（２５）に見て第１の記憶場所（２４）から前記指標レ
ジスタ（３７）の内容によって指示される記憶場所（２
４）までの記憶内容の和の、前記指標レジスタ（３７）
の内容に対する比から形成される平均値を発生すること
を特徴とする生体の生理的な機能パラメータを求める装
置。 - 【請求項１１】 生理的な機能パラメータを求める装置
は、それぞれの標本時点において求められる平均値がペ
ースメーカ周波数を制御するために用いられるペースメ
ーカの構成部分である請求項１０記載の生体の生理的な
機能パラメータを求める装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP92109688A EP0573684B1 (de) | 1992-06-09 | 1992-06-09 | Verfahren und Vorrichtung zum Ermitteln eines physiologischen Funktionsparameters eines Lebewesens |
| DE92109688.9 | 1992-06-09 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0663160A true JPH0663160A (ja) | 1994-03-08 |
Family
ID=8209692
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5137486A Pending JPH0663160A (ja) | 1992-06-09 | 1993-06-08 | 生体の生理的な機能パラメータを求める方法および装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5405364A (ja) |
| EP (1) | EP0573684B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0663160A (ja) |
| DE (1) | DE59209077D1 (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5531772A (en) * | 1994-11-18 | 1996-07-02 | Intermedics, Inc. | Rate responsive cardiac pacemaker with filtered impedance sensing and method |
| US6002952A (en) | 1997-04-14 | 1999-12-14 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus and method |
| US5836976A (en) * | 1997-04-30 | 1998-11-17 | Medtronic, Inc. | Cardioversion energy reduction system |
| WO2000053258A1 (en) * | 1999-03-12 | 2000-09-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system with time-dependent frequency response |
| US8388670B1 (en) * | 2007-01-16 | 2013-03-05 | Pacesetter, Inc. | Sensor/lead systems for use with implantable medical devices |
Family Cites Families (23)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3762397A (en) * | 1971-04-19 | 1973-10-02 | Hewlett Packard Co | Method and apparatus for the detection and recordation of high frequency sound in the cardiovascular system |
| IL39232A (en) * | 1972-04-17 | 1974-10-22 | Ben Amy Otsap | Indicator for measuring fluid quantities |
| FR2267732B1 (ja) * | 1974-04-17 | 1976-12-17 | Anvar | |
| DE2805681C2 (de) * | 1978-02-10 | 1979-11-22 | Siemens Ag, 1000 Berlin Und 8000 Muenchen | Schaltungsanordnung zur Unterdrückung von Störsignalen in einem Nutzsignal |
| NL183221C (nl) * | 1978-03-20 | 1988-09-01 | Univ Groningen | Inrichting voor het detecteren van de activiteit van de ademhalingsorganen en het hart van een levend wezen. |
| DE3107128C2 (de) * | 1981-02-26 | 1984-07-05 | Heinze, Roland, Dipl.-Ing., 8000 München | Regelschaltung zur Anpassung der Stimulationsfrequenz eines Herzschrittmachers an die Belastung eines Patienten |
| US4408615A (en) * | 1981-03-02 | 1983-10-11 | Cambridge Instruments, Inc. | Interference filter |
| US4381786A (en) * | 1981-03-02 | 1983-05-03 | Medtronic, Inc. | Tunable ECG sensing filter for pacemaker |
| US4494551A (en) * | 1982-11-12 | 1985-01-22 | Medicomp, Inc. | Alterable frequency response electrocardiographic amplifier |
| US4702253A (en) * | 1985-10-15 | 1987-10-27 | Telectronics N.V. | Metabolic-demand pacemaker and method of using the same to determine minute volume |
| DE3603673A1 (de) * | 1986-02-06 | 1987-08-13 | Strahlen Umweltforsch Gmbh | Verfahren zur elimination von stoerungen eines messsignals |
| US4730618A (en) * | 1986-06-16 | 1988-03-15 | Siemens Aktiengesellschaft | Cardiac pacer for pacing a human heart and pacing method |
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